JPH08263638A - System and method for preparing tomographic image of object - Google Patents

System and method for preparing tomographic image of object

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JPH08263638A
JPH08263638A JP8004423A JP442396A JPH08263638A JP H08263638 A JPH08263638 A JP H08263638A JP 8004423 A JP8004423 A JP 8004423A JP 442396 A JP442396 A JP 442396A JP H08263638 A JPH08263638 A JP H08263638A
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Hui Hu
ヒュイ・フー
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General Electric Co <Ge>
ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ
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    • Y10S378/901Computer tomography program or processor

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a system and a method for preparing the tomographic images of an object capable of turning an artifact to a minimum level and obtaining the images of high quality while shortening the total time required for reproducing the images.
SOLUTION: By using data obtained by double beam helical scanning, the reproduction of the images is executed. At the time of reproducing the images, a weighting coefficient is multiplied to projection data obtained by the measured values of respective setorial beams and a reproduction slice is obtained. A selected data array and an applied weighting coefficient are changed corresponding to a table speed and the interval of a detector measured at the part of the rotary axis of a gantry, that is the interval of a detector (z) axis.
COPYRIGHT: (C)1996,JPO

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【産業上の利用分野】本発明は、一般的には計算機式断層写真(CT)作像に関し、更に具体的に言えば、二重扇形ビームを用いた螺旋走査から取得されたデータから像を再生することに関する。 BACKGROUND OF THE INVENTION This invention relates generally to computed tomography (CT) imaging and, more particularly, an image from the acquired data from helical scan with a double fan beams about to play.

【0002】 [0002]

【従来の技術】CTシステムでは、X線源が扇形ビームを投射し、このビームは「作像平面」と呼ばれる直角座標系のx−y平面内にあるようにコリメートされる。 BACKGROUND OF THE INVENTION CT systems, X-rays source projects a fan-shaped beam, the beam is collimated to lie within the x-y plane of the Cartesian coordinate system and generally referred to as the "imaging plane". X
線ビームは患者のような作像される物体を通過し、放射線検出器の線形配列に入射する。 Line beam passes through the object being imaged, such as a patient, is incident on the linear array of radiation detectors. 透過した放射線の強度は、物体によるX線ビームの減衰に関係する。 The intensity of the transmitted radiation is related to the attenuation of the X-ray beam by the object. 線形配列の各々の検出器は、ビーム減衰量の測定値である別個の電気信号を発生する。 Each detector of the linear array produces a separate electrical signal that is a measurement of the beam attenuation. すべての検出器からの減衰測定値を別個に取得して、透過輪郭を形成する。 The attenuation measurements from all the detectors separately acquired to produce a transmission profile.

【0003】CTシステムのX線源及び線形検出器配列は、作像平面内で物体の周りをガントリと共に回転させられ、X線ビームが物体と交わる角度が絶えず変化するようにする。 [0003] CT system X-ray source and the linear detector array of, are around the object is rotated with a gantry within the imaging plane, the X-ray beam so as to constantly changes the angle intersecting the object. 1つのガントリ角度で検出器配列から得られた一群のX線減衰測定値が、「図(ビュー)」と呼ばれる。 Group of X-ray attenuation measurements obtained from the detector array at one gantry angle is referred to as "Figure (View)". 物体の「走査」は、X線源及び検出器の1回転の間に相異なるガントリ角度で得られた一組の図で構成されている。 "Scan" of the object comprises a set of views obtained at different gantry angles during one revolution of the X-ray source and detector. 軸方向走査では、データは、物体を通るように切断された2次元スライスに対応する像を構成するように処理される。 The axial scan, data is processed to construct an image that corresponds to a two dimensional slice cut so as to pass through the object. 一組のデータから像を再生する1つの方法が、この分野では、フィルタ式逆投影方式と呼ばれている。 One way of reproducing an image from a set of data, in this field, is called a filter-type back projection method. この方法は、走査からの減衰測定値を「CT This method, "CT attenuation measurements from a scan
数」又は「ハウンズフィールド単位」と呼ばれる整数に変換し、これらの整数を用いて、陰極線管表示装置上の対応する画素の輝度を制御する。 The number "or converted into integers called" Hounsfield units ", using these integers, to control the brightness of a corresponding pixel on a cathode ray tube display.

【0004】多数のスライスに必要な合計走査時間を短縮するために、「螺旋」走査を実施することができる。 [0004] In order to reduce the total scan time required for multiple slices, it is possible to carry out the scanning "spiral".
「螺旋」走査を実施するためには、所定数のスライスに対するデータを取得する間に患者を移動させる。 To implement a "helical" scan, the patient is moved while acquiring the data for the prescribed number of slices. 二重ビーム螺旋走査を利用して、合計走査時間を更に短縮することができる。 Using a double beam helical scan, it is possible to further reduce the total scan time. このような走査は、ガントリの回転軸線に沿って配置された2列の検出器が相異なる軸方向位置で同時に投影測定値を取得するようなCTシステムを利用することによって行われる。 Such scanning is performed by utilizing a CT system, such as two rows of detectors arranged along the axis of rotation of the gantry to obtain at the same time projection measurements at different axial positions. 検出器のこのような2列が2つの扇形ビームを限定している。 Such two rows of detectors is limited two fan beams. 螺旋走査では、このようなシステムは、普通の扇形ビーム螺旋走査での単一螺旋とは対照的に、互いに織り込まれた二重螺旋を発生する。 In helical scan, such systems, the single helix of ordinary fan beam helical scan in contrast, generates a double helix woven together. 2つの扇形ビームによって描き出された、互いに織り込まれた二重螺旋によって生ずる投影データから、患者の並進による像の劣化を減少させて、各々の所定のスライス内にある像を再生することができる。 Was portrayed by two fan beam from the projection data generated by a double helix woven together, to reduce the degradation of the image due to the patient's translation, it is possible to reproduce the image within each prescribed slice.

【0005】勿論、アーティファクト(偽像)を最小レベルにして高品質の像が得られるような形式で、二重ビーム螺旋走査で得られたデータから像を再生することが望ましい。 [0005] Of course, artifact (false image) in a format as to a minimum level high quality images are obtained, it is desirable to reconstruct an image from data obtained by double-beam helical scan. 更に、このような像を再生するのに必要な合計時間を短縮することも望ましい。 Furthermore, it is also desirable to reduce the total time necessary for reproducing such image.

【0006】 [0006]

【発明の要約】本発明の一形式では、二重ビーム螺旋走査によって得られたデータを用いて像の再生を実施する装置を提供する。 In one form of the present invention SUMMARY OF THE INVENTION there is provided an apparatus for implementing the image reconstruction using data obtained by the dual beam helical scan. 更に具体的に言うと、本発明の一形式によれば、各々の扇形ビームによって取得された投影データから、投影空間データ配列が選択される。 More specifically, according to one form of the present invention, from the projection data acquired by each of the fan beam projection space data arrays it is selected. その後、 after that,
各々の配列内のデータに、患者の並進運動を補正するために、及びデータの冗長度の影響を打ち消すために加重する。 The data in each sequence, weighting to counteract to correct the translational movement of the patient, and the effect of the redundancy of the data. その後、加重データを用いて像を再生する。 Thereafter, to reproduce an image using a weighted data.

【0007】更に具体的に言うと、後で更に詳しく説明するように、本発明の一形式では、像を再生するときに、作像しようとするスライスに関連するデータ平面に対応する投影データ配列を発生するアルゴリズムを提供する。 [0007] More specifically, as described in further detail below, in one form of the present invention, when playing the images, projection data array corresponding to the data plane associated to the slice to be imaged It provides an algorithm that generates. その後、データ配列に加重係数を適用して、各々の特定のデータ素子に重みを割り当てる。 Then, by applying a weighting factor to the data array, assigning a weight to each particular data element. 選択されるデータ配列及び適用される加重係数は、テーブル速度、及びガントリの回転軸線における検出器の間隔、即ち検出器のz軸間隔に応じて変化する。 Weighting coefficient data array and applied chosen will vary depending on the z axis spacing of the spacing of the detector, i.e. a detector in table speed, and the gantry axis of rotation. 本発明は、品質の高い像スライスを再生すると共に、この像の再生に要する合計時間を短縮する。 The present invention is to reproduce a high image slice quality, to shorten the total time required for reproduction of the image.

【0008】 [0008]

【実施例】図1及び図2について説明すると、計算機式断層写真(CT)作像システム10が、「第三世代」C About EXAMPLES 1 and 2 will be described, the computed tomography (CT) imaging system 10, a "third generation" C
Tスキャナの代表であるガントリ12を含んでいる。 T contains gantry 12 representative of a scanner. ガントリ12はX線源13を有しており、このX線源は、 Gantry 12 has an X-ray source 13, the X-ray source,
X線ビーム14をガントリ12の反対側にある検出器配列16に向かって投射する。 The X-ray beam 14 is projected toward detector array 16 on the opposite side of the gantry 12. 検出器配列16は2列の検出器素子18によって形成されており、これらの検出器素子は合わせて、医療の患者15を通過するときの投射されたX線を感知する。 Detector array 16 is formed by two rows of detector elements 18, together these detector elements, which sense the projected X-ray as it passes through medical patient 15. 各々の検出器素子18は、入射するX線ビームの強度、従って患者15を通過したときのビームの減衰量を表す電気信号を発生する。 Each detector element 18, the intensity of the X-ray beam incident, thus generating an electrical signal representative of the attenuation of the beam when it passes through the patient 15. X線投影データを取得する走査の間に、ガントリ12及びその上に装着されている部品が回転中心19の周りを回転する。 During the scan to acquire X-ray projection data, components mounted on the gantry 12 and thereon rotate about a center of rotation 19.

【0009】ガントリ12の回転及びX線源13の動作は、CTシステム10の制御機構に20によって制御される。 [0009] Rotation of gantry 12 and the operation of the X-ray source 13 is controlled by 20 control mechanism of CT system 10. 制御機構20は、X線源13に電力及びタイミング信号を供給するX線制御器22と、ガントリ12の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御器23 Control mechanism 20 includes an X-ray controller 22 that provides power and timing signals to the X-ray source 13, gantry motor controller 23 that controls the rotational speed and position of gantry 12
とを含んでいる。 It includes the door. 制御機構20に設けられたデータ取得システム(DAS)24が、検出器素子18からのアナログ・データをサンプリングして、後の処理のために、 Data acquisition system provided in the control mechanism 20 (DAS) 24 in control mechanism 26 samples analog data from detector elements 18, for later processing,
このデータをディジタル信号に変換する。 It converts the data to digital signals. 像再生装置2 Image reproducing apparatus 2
5が、DAS24からのサンプリングされてディジタル化されたX線データを受け取って、高速の像再生を実施する。 5, receives the sampled X-ray data digitized from DAS 24, and performs high speed image reconstruction of. 再生された像はコンピュータ26に対する入力として印加され、コンピュータ26は、像を大容量記憶装置29に記憶する。 Reconstructed image is applied as an input to a computer 26, the computer 26 stores the image in a mass storage device 29.

【0010】コンピュータ26は又、キーボードを有しているコンソール30を介して、オペレータからの指令及び走査パラメータを受け取る。 [0010] Computer 26 also via console 30 that has a keyboard and receives commands and scanning parameters from an operator. 関連する陰極線管表示装置32が、オペレータが再生像及びコンピュータ26 Related cathode ray tube display device 32, the operator reproduced image and a computer 26
からのその他のデータを観察することができるようにする。 Observing the other data from to allow. オペレータから供給された指令及びパラメータをコンピュータ26で用いて、DAS24、X線制御器22 Using commands and parameters supplied by the operator in computer 26, DAS 24, X-ray controller 22
及びガントリ・モータ制御器23に対する制御信号及び情報を供給する。 And to provide control signals and information for gantry motor controller 23. 更に、コンピュータ26は、ガントリ12内で患者15を位置決めするモータ式テーブル36 Furthermore, computer 26 motorized table 36 to position patient 15 in gantry 12
を制御するテーブル・モータ制御器34を作動させる。 It operates a table motor controller 34 which controls a.

【0011】図3に示すように、2列の検出器が二重扇形ビーム・システムとなるように用いられている。 [0011] As shown in FIG. 3, two rows of detectors are used so that the double fan beam system. X線扇形ビームは事実上、回転のz軸に沿って変位した2つの扇形ビームに分割される。 On the X-ray fan beam fact, it is divided into two fan beams displaced along the z-axis of rotation. 2つの扇形ビームを前側ビーム及び後側ビームと呼ぶことにすると、これら2つのビームの中心の間の距離は、ガントリの回転軸線で測定したときに、Dである。 If will be referred to as two fan beams and the front beam and rear beam, the distance between the centers of these two beams, as measured at the axis of rotation of the gantry, it is D.

【0012】像再生装置25は図4に更に詳しく示されている。 [0012] image reproducing apparatus 25 is shown in more detail in FIG. 第1の扇形ビームに対するDAS24からのデータの各々の図を予備処理部51で受け取り、データの各々の図は、そこでビーム硬化、検出器及びチャンネル利得のオフセット及び変動のような周知の種々の誤差を補正するように予備処理される。 Each figure data from the DAS24 to the first fan beam received by the pre-processing unit 51, each data figure where the beam hardening, detector and offset of channel gain and various well-known errors, such as variations It is pre-processed to correct. 更に、負の対数をとって、投影データとし、この投影データは、投影データ配列52に記憶される。 Furthermore, taking the negative logarithm, and projection data, the projection data is stored in the projection data array 52. 同じ予備処理が予備処理部53で第2の扇形ビームの走査データにも適用され、そのデータは投影データ配列54に記憶される。 The same pre-treatment is also applied to the scan data of the second fan beam in the pre-processing unit 53, the data is stored in the projection data array 54. 配列52及び5 Sequences 52 and 5
4に記憶された投影データは、後で説明するように組み合わされてスライス像を発生する。 Projection data stored in 4 generates a slice image are combined as described below.

【0013】ビーム1の配列52の投影データが読み出されて、対応する加重関数55が適用される。 [0013] The projection data array 52 of the beam 1 is read out, the corresponding weighting function 55 is applied. 加重投影データは配列56内の対応する位置に書き込まれ、この加重投影データは参照番号57の所でフィルタ作用及び逆投影にかけられて、ビーム1の像データ配列58を発生する。 The weighted projection data is written into the corresponding location in the array 56, the weighted projection data is subjected to filtration and back projection at reference numeral 57, generates image data array 58 of the beam 1. 同様に、ビーム2の対応するデータの組が配列54から読み出されて、対応する加重関数59が適用される。 Similarly, a corresponding set of data of the beam 2 is read from the array 54, the weighting function 59 corresponding applies. その結果得られた加重投影データ配列60は、参照番号61の所でフィルタ作用及び逆投影にかけられて、第2のビームの像データ配列62を発生する。 Consequently weighted projection data array 60 obtained is subjected to filtration and back projection at reference numeral 61, generates image data array 62 of the second beam.

【0014】2つの像配列58及び62を組み合わせることにより、スライス像データ配列63が発生される。 [0014] By combining the two images sequences 58 and 62, the slice image data array 63 is generated.
これは合算器65によって行われる。 This is done by summer 65. 合算器65は、ビーム1の配列58にある各々の画素の大きさを、ビーム2の配列62にある対応する画素の大きさと加算する。 Summer 65, the size of each pixel in the array 58 of beam 1, adds size and the corresponding pixel in the array 62 of beam 2.
その結果得られたスライス像配列63は、後で用いるために記憶してもよいし、又はオペレータに対して表示することができる。 The resulting slice images sequence 63 may be may be stored for later use, or displayed to the operator. 後で説明するが、像データ配列58及び62を発生した後にデータを加算する代わりに、同じガントリ(図)角度であるが、異なる検出器の列からの投影を、そのデータのフィルタ作用及び逆投影の前に組み合わせることができる。 Later it is described, instead of adding the data after generating the image data array 58 and 62 is the same gantry (FIG) angles, different projection from the row of detectors, filters and back of the data it can be combined in front of the projection. このような組み合わせは、処理の負担を軽減する。 Such a combination, to reduce the burden of processing.

【0015】本発明は、その一形式では、特に、ある所定の条件の下で二重ビーム走査が実施されたときに、加重投影データ配列56及び60を発生することに関連する。 [0015] The invention, in its one form, in particular, relating to when dual beam scanning was performed under certain predetermined conditions, generates a weighted projection data array 56 and 60. 本発明の種々の形式を詳しく説明する以下の説明では、dはガントリの回転軸線の所で測定した検出器の列の(z軸)間隔を表し、sはテーブル送り速度(1回転当たり)を表し、pはdとsとの比を表す、即ち、 p=d/s (1) 図5(A)に示すように、データ平面P 1及びP 2が、 In the following description to illustrate various forms of the present invention in detail, d represents (z-axis) distance between the rows of the detector measured at the gantry axis of rotation, s is a table feed rate (per revolution) represents, p is representative of the ratio between d and s, i.e., p = d / s (1 ) as shown in FIG. 5 (a), the data plane P 1 and P 2,
再生しようとするスライスPと線L 11及び線L 2 Slice P and line L 1 M 1 and the line L 2 M to be reproduced
2で交わっている。 Meet at 2. これらの線関数は、次のように表すことができる。 These lines function can be expressed as follows.

【0016】 線L 11 β1=−pπ [0016] The line L 1 M 1 β1 = -pπ 線L 22 β2=pπ (2) ここで、βはガントリ角度に等しい。 Line L 2 M 2 β2 = pπ ( 2) where, beta equals gantry angle. 線L 11及び線L 22は、+及び−の組とする下記のような2組の「鏡像」線を有している。 Line L 1 M 1 and the line L 2 M 2 are + and - has two sets of "mirror image" line as follows for the set of.

【数3】 [Number 3] ここで、γは検出器角度に等しい。 Here, gamma is equal to detector angle.

【0017】更に、ガントリ角度βが周期2πを有する周期関数である場合には、次の関係がある。 Furthermore, when the gantry angle β is a periodic function with period 2π, the following relationship.

【0018】 [0018]

【数4】 [Number 4] 本発明によれば、テーブル送り速度s及び検出器のz軸間隔dが、γ mを扇形の角度の半分と定義して(図5 According to the present invention, z-axis distance d of the table feeding speed s and detector, defined as half the gamma m of sector angle (Fig. 5
(B)を参照)、d<s<(2π/(π+2γ m ))d See (B)), d <s <(2π / (π + 2γ m)) d
という関係を満たすときに、W1(β,γ)及びW2 When satisfying the relationship, W1 (β, γ) and W2
(β,γ)で表す各々のデータの組に適用される螺旋加重係数は、次の通りにする。 (Beta, gamma) helical weighting factor applied to each set of data represented by is as follows.

【0019】 [0019]

【数5】 [Number 5] データ平面内で加重関数によって限定された領域が図6 Region defined by the weighting function in the data plane 6
及び図7に示されている。 And it is shown in FIG. 図7の陰影を施した区域は、 Shadow alms areas of FIG. 7,
本発明に従って像スライスを再生するために用いられる各々のデータ平面からのデータを表す。 It represents the data from each data plane used to reconstruct an image slice in accordance with the present invention. 扇形角度2γ m Fan angle 2γ m
=π/4の場合、この像再生アルゴリズムの作用し得る範囲は、d<s<8/5dである。 = For [pi / 4, the range that may act in this image reconstruction algorithm is d <s <8 / 5d.

【0020】式(5)に示す加重関数は連続である。 [0020] The weighting function shown in equation (5) is continuous. しかしながら、その1次微分は境界線で不連続である。 However, the first derivative is discontinuous at the boundary line. 必要であれば、境界にわたっていくつかのチャンネル(〜 If necessary, several channels over the boundary (~
10チャンネル)にフェザリングを施すことにより、この不連続性を除去することができる。 By applying a feathering 10 channels), it is possible to eliminate this discontinuity. 更に、本発明によれば、テーブル送り速度s及び検出器のz軸間隔dが、 Further, according to the present invention, the table feed speed s and detector in the z-axis distance d,
s>((2π/(π−2γ m ))dという関係を満たすときに、W1(β,γ)及びW2(β,γ)で表す各々のデータの組に対する螺旋加重係数は、次のようにする。 s> ((when satisfying the relationship of 2π / (π-2γ m) ) d, W1 (β, γ) and W2 (beta, helical weighting factor for each set of data represented by gamma) is as follows to.

【0021】 β≦β2 -のとき、 W1(β,γ)=0 β2 - <β≦β1のとき、 W1(β,γ) =(β−β2)/(β1−β2 - ) β1<β<β2のとき、 W1(β,γ) =(β−β2)/(β1−β2) β≧β2のとき、 W1(β,γ)=0 (6) β≦β1のとき、 W2(β,γ)=0 β1<β<β2のとき、 W2(β,γ) =(β−β1)/(β2−β1) β2≦β<β1 +のとき、 W2(β,γ) =(β−β1 + )/(β2−β1 + ) β≧β1 +のとき、 W2(β,γ)=0 (6) 加重関数によって限定されるデータ平面内の領域が図8 [0021] beta ≦ .beta.2 - when, W1 (β, γ) = 0 β2 - < When β ≦ β1, W1 (β, γ) = (β-β2) / (β1-β2 -) β1 <β < when β2, W1 (β, γ) = when the (β-β2) / (β1-β2) β ≧ β2, W1 (β, γ) = 0 (6) when the β ≦ β1, W2 (β, γ ) = 0 β1 <β <when β2, W2 (β, γ) = (β-β1) / (β2-β1) β2 ≦ β <β1 + when, W2 (β, γ) = (β-β1 + ) / (β2-β1 +) β ≧ β1 + when, W2 (β, γ) = 0 (6) region of the data plane defined by the weighting function in FIG. 8
及び図9に示されている。 And it is shown in FIG. 図9に示す陰影を施した区域は、本発明に従って像スライスを構成するために用いられる各データ平面からのデータを表す。 Area was shaded as shown in Figure 9, represent the data from each data plane used to construct an image slice in accordance with the present invention. 式(6)に示す加重関数は連続であり、その1次微分は、境界線で不連続である。 Weighting function shown in equation (6) is continuous, its first derivative is discontinuous at the boundary line. 必要であれば、境界にわたっていくつかのチャンネル(〜10チャンネル)にフェザリングを施すことにより、この不連続性を除去することができる。 If necessary, by performing the feathering on several channels over the border (10 channels), it is possible to eliminate this discontinuity. 扇形角度2γ m =π/4では、この像再生アルゴリズムの作用し得る範囲は、s>(8/3)dである。 In fan angle 2γ m = π / 4, the range that may act in this image reconstruction algorithm, s> (8/3) is d.

【0022】加重投影データ配列56及び60を発生するように一旦加重されたとき、処理時間を短縮するために、同じガントリ(図)角度であるが、異なる検出器の列からの投影を、フィルタ作用及び逆投影の前に組み合わせることができる。 [0022] When once weighted to generate weighted projection data array 56 and 60, in order to shorten the processing time is the same gantry (FIG) angle, the projection of the row of different detectors, the filter it can be combined before and back projection. データ列1に存在しているある投影図は、データ列2に存在している対応する投影図から360°離れている。 There projection view are present in the data string 1 is a projection view corresponding are present in the data string 2 360 ° apart. これらの図の対は、処理負担の不要な増加をなくすために、フィルタ作用の前に更に組み合わせることができる。 Pair in these figures, in order to eliminate an unnecessary increase in the processing load can be further combined before filtering effect.

【0023】上に述べた両方のアルゴリズムについて言うと、1つのスライスを再生するためには、2(π+2 [0023] Speaking of both algorithms described above, in order to play one slice, 2 (π + 2
γ m )に相当する分の投影データを予備処理する必要がある。 minute projection data corresponding to a gamma m) it is necessary to pre-process the. 従来の走査(軸方向及び螺旋の両方)で像を再生するのに必要なデータ量に比べると、この二重ビーム螺旋走査では、予備処理の負担が1.25倍に増加する。 Compared to the amount of data needed to reconstruct an image in the conventional scanning (both axial and helical), in this double beam helical scan, the burden of pretreatment is increased 1.25 times.

【0024】隣接したスライスを再生するために必要な投影データは、図の角度βの原点を垂直方向に移動させて、再生しようとする新しいスライスと整合させることによって確認することができる。 The projection data necessary for reproducing the adjacent slices can move the origin of the angle β in FIG vertically, confirmed by aligning the new slice to be reproduced. 大抵の場合、各々のデータの組の中で、1つのスライスに対するデータと、隣接したスライスに対するデータとの間にかなりの重なりがある。 In most cases, in each set of data, the data for one slice, there is considerable overlap between the data for the adjacent slices. 加重する前には、予備処理はスライスの位置に関係しない。 Before weighting, pretreatment is not related to the position of the slice. このため、(螺旋加重をしない)予備処理の結果をバッファに記憶しておいて、将来再び用いることができる。 Therefore, (not helical weighing) the results of the preliminary processing in advance and stored in the buffer, it can be used again in the future. これは、大抵の場合に予備処理の負担を大幅に少なくするが、遡及的な再生では特に、予備処理の負担を大幅に少なくする。 This is significantly less burden of pretreated in most cases, a retrospective regeneration particular, significantly reduced the burden of pretreatment.

【0025】所望のスライス輪郭が、データ及び上に述べた再生アルゴリズムによって支援される輪郭よりも厚手である場合には、所望のスライス輪郭内にある多数の薄いスライスを加算することにより、一層厚手のスライスを導き出すことができる。 The desired slice contour, if than contour supported by the playback algorithm described in the data and on a thick, by adding a number of thin slices is within a desired slice contour, more thick it is possible to derive a slice. 多数の薄いスライス自体に何の関心もない場合には、投影領域で早期に対応する加算を実施することにより、多数の薄いスライスを再生する中間工程を側路(バイパス)することができる。 If there is no interest in a number of thin slices itself, by performing the addition corresponding to early in the projection region, an intermediate step of reproducing multiple thin slices can be bypassed (bypass). このことは計算負担及び像の記憶負担を少なくする。 This will reduce the storage load of computational burden and image. この結果生ずる加重関数は、データ平面の対応する移動をしたものを加算することによって導き出すことができる。 Consequently resulting weighting function can be derived by adding a material obtained by a corresponding movement of the data plane.

【0026】本発明の種々の実施例について上に述べたところから、本発明の目的が達成されたことは明らかである。 [0026] From the place described above for various embodiments of the present invention, it is evident that the objects of the invention are attained. 本発明を詳しく記載して図面に示したが、これは例示のためであって、例に過ぎず、本発明を制約するものと解してはならないことを明確に承知されたい。 Although shown in the drawings described the invention in detail, this is by way of illustration only examples, intended to be construed in a limiting sense present invention should be clearly aware that not. 例えば、ここに記載したCTシステムは、X線源及び検出器の両方がガントリと共に回転する「第三世代」システムである。 Eg, CT system described herein is a "third generation" system in which both the X-ray source and detector rotate with the gantry. しかしながら、本発明は、検出器が完全リング形の不動の検出器であって、X線源のみがガントリと共に回転する「第四世代」システムを含んでいる他の多くのCTシステムに用いることができる。 However, the present invention provides a stationary detector detectors perfectly ring-shaped, be used in many other CT systems only X-ray source contains a "fourth generation" systems that rotate with the gantry it can. 従って、本発明の要旨の範囲は、特許請求の範囲の記載のみによって限定される。 Accordingly, the scope of the present invention is limited only by the following claims.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明を用いることのできるCT作像システムの見取図である。 1 is a pictorial view of a CT imaging system capable of using the present invention.

【図2】図1に示すCT作像システムの概略ブロック図である。 2 is a schematic block diagram of a CT imaging system shown in FIG.

【図3】二重X線扇形ビームをx軸に沿った断面で示す概略図である。 Figure 3 is a schematic diagram showing in cross section a double X-ray fan beam along the x-axis.

【図4】図2のCT作像システムの一部を形成している像再生装置のブロック図である。 4 is a block diagram of an image reproducing apparatus which forms part of the CT imaging system of FIG.

【図5】図5(A)は2つのデータ平面と像スライスとの交差を示す図であり、図5(B)はガントリ角度と扇形ビームの角度との間の関係を示す図である。 [5] FIG. 5 (A) is a diagram showing the intersection of the two planes of data and the image slice, FIG. 5 (B) is a diagram showing the relationship between the angle of gantry angles and the fan beam.

【図6】データ平面と、第1の組の条件に対する種々のデータ領域とを示す図である。 And 6 data plane is a diagram showing the various data area for a first set of conditions.

【図7】2つのデータ平面と、第1の組の条件に対する像スライスを構成するために利用される選択されたデータ領域とを示す図である。 7 is a diagram illustrating two data planes, the selected data area is used to construct an image slice for a first set of conditions.

【図8】データ平面と、第2の組の条件に対する種々のデータ領域とを示す図である。 And 8 data plane is a diagram showing the various data area for a second set of conditions.

【図9】2つのデータ平面と、第2の組の条件に対する像スライスを構成するために利用される選択されたデータ領域とを示す図である。 [9] and two data planes is a diagram illustrating the selected data area is used to construct an image slice for the second set of conditions.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

24 データ取得システム 52、54 投影データ配列 55、59 加重関数 56、60 加重投影データ配列 58、62 像データ配列 P 1 、P 2データ平面 24 data acquisition system 52 the projection data array 55 and 59 weighting function 56 and 60 weighted projection data array 58, 62 image data array P 1, P 2 data plane

Claims (18)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 螺旋走査で取得された投影データから物体の断層写真像を作成するシステムであって、該システムは、z軸に沿って配置されている一対のX線扇形ビームからデータを発生しており、該システムは、データ取得システムを備えており、該データ取得システムは、 (a) 前記X線扇形ビームの各々から得られたデータに対応する投影データ配列を発生し、 (b) それぞれの加重投影データ配列を発生するために、工程(a)で発生された前記投影データ配列の各々に加重関数を適用し、 (c) 工程(b)で発生された前記投影データ配列から、スライス像を構成するために用いられる像データ配列を発生するように構成されており、 適用される前記加重関数は、 (i) テーブル送り速度s及び検出器のz軸間隔dがd<s< 1. A system for creating a tomographic image of an object from projection data acquired in a helical scan, the system generates data from the pair of X-ray fan beams which are arranged along the z-axis and it is, the system includes a data acquisition system, the data acquisition system generates a projection data array corresponding to the data obtained from each of (a) the X-ray fan beam, (b) to generate the respective weighted projection data array, applying a weighting function to each of the generated the projection data arranged in step (a), the from the generated the projection data arranged in (c) step (b), is configured to generate image data sequence used to construct a slice image, the weighting function applied is, (i) a table feeding speed s and detector in the z-axis distance d d <s < (2π/(π+2γ m ))dという関係を満たす場合に、各々のデータの組に適用される螺旋加重係数W1(β,γ)及びW2(β,γ)が、 【数1】 When satisfying the relationship of (2π / (π + 2γ m )) d, helical weighting factor applied to each set of data W1 (beta, gamma) and W2 (beta, gamma) is ## EQU1 ## であり、 (ii) テーブル送り速度s及び検出器のz軸間隔dがs>((2π/(π−2γ m ))dという関係を満たす場合に、各々のデータの組に適用される螺旋加重係数W In and, (ii) when the table feeding speed s and detector in the z-axis distance d s> ((2π / (π -2γ m)) satisfy the relationship of d, spiral applied to each set of data weighting coefficient W
    1(β,γ)及びW2(β,γ)が、 β≦β2 -のとき、 W1(β,γ)=0 β2 - <β≦β1のとき、 W1(β,γ) =(β−β2)/(β1−β2 - ) β1<β<β2のとき、 W1(β,γ) =(β−β2)/(β1−β2) β≧β2のとき、 W1(β,γ)=0 β≦β1のとき、 W2(β,γ)=0 β1<β<β2のとき、 W2(β,γ) =(β−β1)/(β2−β1) β2≦β<β1 +のとき、 W2(β,γ) =(β−β1 + )/(β2−β1 + ) β≧β1 +のとき、 W2(β,γ)=0 である物体の断層写真像を作成するシステム。 1 (β, γ) and W2 (β, γ) is, β ≦ β2 - when, W1 (β, γ) = 0 β2 - < When β ≦ β1, W1 (β, γ) = (β-β2 ) / (β1-β2 -) β1 <β < when β2, W1 (β, γ) = ( when the β-β2) / (β1- β2) β ≧ β2, W1 (β, γ) = 0 β ≦ when β1, W2 (β, γ) = 0 β1 <β < when β2, W2 (β, γ) = (β-β1) / (β2-β1) β2 ≦ β <β1 + when, W2 (beta , γ) = (β-β1 +) / (β2-β1 +) β ≧ β1 + time, a system for creating a W2 (beta, gamma) tomographic image of an object is = 0.
  2. 【請求項2】 像データ配列を発生することは、各々の加重投影データ配列にフィルタ作用及び逆投影を行う工程を含んでいる請求項1に記載のシステム。 Wherein generating a image data array system of claim 1 comprising the step of performing filtration and back projection on the weighted projection data array for each.
  3. 【請求項3】 フィルタ作用及び逆投影を行う前に、同じガントリ角度であるが、異なる検出器の列からのデータ配列が組み合わされている請求項2に記載のシステム。 3. Before performing filtration and back projection is the same gantry angle, as claimed in claim 2 in which the data sequences from the row of different detectors are combined system.
  4. 【請求項4】 第1のデータ列にある投影図が第2のデータ列にある投影図から360°離れているときに、フィルタ作用及び逆投影の前にこれらの図を組み合わせている請求項3に記載のシステム。 When 4. A projection view in the first data column is 360 ° away from the projection view at the second data string, the claims are a combination of these figures prior to filtration and back projection the system according to 3.
  5. 【請求項5】 前記投影データ配列の各々に加重関数を適用する前に、相次ぐスライスを再生するためにシステム・メモリにデータを記憶している請求項1に記載のシステム。 5. The system according to the projection data sequences each prior to applying a weighting function to the claim 1 which stores the data in the system memory to play slice successive.
  6. 【請求項6】 前記データ取得システムは更に、所望のスライス輪郭がデータ配列により支援される輪郭よりも一層厚手である場合に、所望のスライス輪郭内にある多数の薄いスライスを加算するように構成されている請求項1に記載のシステム。 Wherein said data acquisition system further configured such that the desired slice contour if it is more thicker than the outline which is supported by the data sequence, and adds a number of thin slices is within a desired slice contour the system of claim 1 being.
  7. 【請求項7】 z軸に沿って配置されている一対のX線扇形ビームからデータを発生し、テーブル送り速度s及び検出器のz軸間隔dがd<s<(2π/(π+2 7. The data generated from the pair of X-ray fan beams which are arranged along the z-axis, z-axis distance d of the table feeding speed s and detector d <s <(2π / (π + 2
    γ m ))dという関係を満たすときに、螺旋走査で取得された投影データから物体の断層写真像を作成する方法であって、 (a) 前記X線扇形ビームの各々から得られたデータに対応する投影データ配列を発生する工程と、 (b) それぞれの加重投影データ配列を発生するために、工程(a)で発生された前記投影データ配列の各々に加重関数を適用する工程であって、各々のデータの組に適用される加重係数W1(β,γ)及びW2(β, When satisfying the relationship of gamma m)) d, a method for creating a tomographic image of an object from projection data acquired in a helical scan, the data obtained from each of (a) the X-ray fan beam a step of generating a corresponding projection data array, to generate weighted projection data sequences of (b), a step of applying a weighting function to each of the generated the projection data array in step (a) , weighting factors applied to each set of data W1 (beta, gamma) and W2 (beta,
    γ)は、 【数2】 γ) is, [number 2] である、前記投影データ配列の各々に加重関数を適用する工程と、 (c) 工程(b)で発生された前記投影データ配列から、スライス像を構成するために用いられる像データ配列を発生する工程とを備えた物体の断層写真像を作成する方法。 In it, applying a weighting function to each of the projection data array generated from the generated the projection data array, an image data array used to construct a slice image in (c) step (b) how to create the object tomographic images of a process.
  8. 【請求項8】 前記像データ配列を発生する工程は、各々の加重投影データ配列にフィルタ作用及び逆投影を行う工程を含んでいる請求項7に記載の方法。 8. the step of generating the image data sequence, The method of claim 7 comprising the step of performing filtration and back projection on the weighted projection data array for each.
  9. 【請求項9】 フィルタ作用及び逆投影を行う前に、同じガントリ角度であるが、異なる検出器の列からのデータ配列が組み合わされる請求項8に記載の方法。 9. A before performing filtration and back projection is the same gantry angle, the method according to claim 8 in which the data sequences from the row of different detector are combined.
  10. 【請求項10】 第1のデータ列にある投影図が第2のデータ列にある投影図から360°離れているときに、 When 10. A projection view in the first data column is 360 ° away from the projection view at the second data string,
    フィルタ作用及び逆投影を行う前にこれらの図を組み合わせる請求項9に記載の方法。 The method of claim 9 combining these figures prior to performing filtration and back projection.
  11. 【請求項11】 前記投影データ配列の各々に加重関数を適用する前に、相次ぐスライスを再生するためにシステム・メモリにデータを記憶する請求項8に記載の方法。 11. The method according to before applying the weighting function to each of the projection data array in claim 8 for storing data in the system memory to play successive slices.
  12. 【請求項12】 データ取得システムが更に、所望のスライス輪郭がデータ配列により支援される輪郭よりも一層厚手である場合に、所望のスライス輪郭内にある多数の薄いスライスを加算するように構成されている請求項8に記載の方法。 12. A data acquisition system further if it is more thicker than contour desired slice profile is supported by the data array, configured to add a large number of thin slices is within a desired slice contour the method of claim 8 has.
  13. 【請求項13】 z軸に沿って配置されている一対のX 13. a pair disposed along a z-axis X
    線扇形ビームからデータを発生し、テーブル送り速度s It generates data from line fan beam, a table feeding speed s
    及び検出器のz軸間隔dがs>((2π/(π−2 And z-axis distance d of the detector s> ((2π / (π-2
    γ m ))dという関係を満たすときに、螺旋走査で取得された投影データから物体の断層写真像を作成する方法であって、 (a) 前記X線扇形ビームの各々から得られたデータに対応する投影データ配列を発生する工程と、 (b) それぞれの加重投影データ配列を発生するために、工程(a)で発生された前記投影データ配列の各々に加重関数を適用する工程であって、各々のデータの組に適用される加重係数W1(β,γ)及びW2(β, When satisfying the relationship of gamma m)) d, a method for creating a tomographic image of an object from projection data acquired in a helical scan, the data obtained from each of (a) the X-ray fan beam a step of generating a corresponding projection data array, to generate weighted projection data sequences of (b), a step of applying a weighting function to each of the generated the projection data array in step (a) , weighting factors applied to each set of data W1 (beta, gamma) and W2 (beta,
    γ)は、 β≦β2 -のとき、 W1(β,γ)=0 β2 - <β≦β1のとき、 W1(β,γ) =(β−β2)/(β1−β2 - ) β1<β<β2のとき、 W1(β,γ) =(β−β2)/(β1−β2) β≧β2のとき、 W1(β,γ)=0 β≦β1のとき、 W2(β,γ)=0 β1<β<β2のとき、 W2(β,γ) =(β−β1)/(β2−β1) β2≦β<β1 +のとき、 W2(β,γ) =(β−β1 + )/(β2−β1 + ) β≧β1 +のとき、 W2(β,γ)=0 である、前記投影データ配列の各々に加重関数を適用する工程と、 (c) 工程(b)で発生された前記投影データ配列から、スライス像を構成するために用いられる像データ配列を発生する工程とを備えた物体の断層写真像を作成する方法。 gamma) is, β ≦ β2 - when, W1 (β, γ) = 0 β2 - < When β ≦ β1, W1 (β, γ) = (β-β2) / (β1-β2 -) β1 <β <when ​​β2, W1 (β, γ) = (β-β2) / time (β1-β2) β ≧ β2, when W1 (β, γ) = 0 β ≦ β1, W2 (β, γ) = 0 β1 <β <when β2, W2 (β, γ) = (β-β1) / (β2-β1) β2 ≦ β <β1 + when, W2 (β, γ) = (β-β1 +) / (β2-β1 +) β ≧ β1 + when, W2 (β, γ) = 0, and applying a weighting function to each of the projection data sequence generated at step (c) (b) how to create from the projection data array, the object tomographic images of a step of generating image data sequence used to configure the slice image.
  14. 【請求項14】 前記像データ配列を発生する工程は、 14. step of generating the image data array,
    各々の加重投影データ配列にフィルタ作用及び逆投影を行う工程を含んでいる請求項13に記載の方法。 The method of claim 13 comprising the step of performing filtration and back projection on the weighted projection data array for each.
  15. 【請求項15】 フィルタ作用及び逆投影を行う前に、 15. A before performing filtration and back projection,
    同じガントリ角度であるが、異なる検出器の列からのデータ配列が組み合わされる請求項14に記載の方法。 It is the same gantry angle, the method according to claim 14 in which the data sequences from the row of different detector are combined.
  16. 【請求項16】 第1のデータ列にある投影図が第2のデータ列にある投影図から360°離れているときに、 When 16. projection view in the first data column is 360 ° away from the projection view at the second data string,
    フィルタ作用及び逆投影の前にこれらの図を組み合わせる請求項15に記載の方法。 The method of claim 15 combining these figures prior to filtration and back projection.
  17. 【請求項17】 前記投影データ配列の各々に加重関数を適用する前に、相次ぐスライスを再生するためにシステム・メモリにデータを記憶する請求項13に記載の方法。 17. The method of claim 13 wherein prior to applying a weighting function to each of the projection data array, for storing data in the system memory to play successive slices.
  18. 【請求項18】 データ取得システムが更に、所望のスライス輪郭がデータ配列により支援される輪郭よりも一層厚手である場合に、所望のスライス輪郭内にある多数の薄いスライスを加算するように構成されている請求項13に記載の方法。 18. The data acquisition system further if it is more thicker than contour desired slice profile is supported by the data array, configured to add a large number of thin slices is within a desired slice contour the method of claim 13 are.
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